DE19732189A1 - Measurement and analysis of movement of selected areas of living tissue - Google Patents
Measurement and analysis of movement of selected areas of living tissueInfo
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Abstract
Description
Die Erfindung betrifft im allgemeinen den Bereich der Ul traschalldiagnose lebender biologischer Strukturen, und insbesondere Verfahren zur Analyse, Messung und Darstellung zeitlicher Variationen der bei biologischen Strukturen ge messenen Geschwindigkeiten.The invention relates generally to the field of ul ultrasound diagnosis of living biological structures, and in particular methods for analysis, measurement and display temporal variations of the ge measured speeds.
Techniken zur Erfassung einer Reihe von Ultraschallbildern in Echtzeit bei gemeinsam erfaßtem Gewebe sowie Gewebege schwindigkeitsinformationen sind allgemein bekannt. Die Ge schwindigkeitsinformationen können zur Zeit auf folgende Arten erhalten werden:Techniques for acquiring a series of ultrasound images in real time with jointly acquired tissue and tissue gene Speed information is generally known. The Ge Speed information can currently be found on the following Species are preserved:
- 1. eine 1-dimensionale Geschwindigkeitsschätzung durch Doppler-Techniken in Fortsetzungsrichtung des Ultra schallstrahls,1. a 1-dimensional speed estimation by Doppler techniques in the continuation direction of the Ultra sound beam,
- 2. eine 2-dimensionale Geschwindigkeitsschätzung durch Doppler-Techniken in Fortsetzungsrichtung zweier geneig ter Ultraschallstrahlen oder2. a 2-dimensional speed estimation by Doppler techniques inclined in the continuation direction of two ter ultrasound beams or
- 3. eine räumliche Verschiebungskorrelation zwischen aufein anderfolgenden Ultraschallbildern.3. a spatial shift correlation between each other subsequent ultrasound images.
Die oben erwähnten Techniken können auf einen vorbestimmten Bereich in einem 2-dimensionalen Ultraschallbild angewandt werden, um ein Bild zu erzeugen, das Aspekte der Gewebege schwindigkeiten zu einem gegebenen Zeitpunkt anzeigt. Moder ne digitale Ultraschall-Scanner können derartige Bilder mit Einzelbildraten von bis zu 100 Einzelbildern pro Sekunde und darüber hinaus erzeugen. Die in U.S.-Patent Nr. 5,515,856 unter dem Titel "Verfahren zur Erzeugung anatomischer M-Modus-Darstellungen", beschriebene M-Modus-Technik kann ver wendet werden, um die Messungen entlang einer frei wählbar positionierten Linie an einem zweidimensionalen Bild vor zunehmen und diese Informationen wie bei einem herkömmlichen M-Modus-Bild der Zeit gegenüberzustellen. Die Zeitinforma tionen werden verwendet, um die Funktionalität und Bewegung der untersuchten biologischen Struktur zu charakterisieren.The above-mentioned techniques can be predetermined Area applied in a 2-dimensional ultrasound image to create an image that includes aspects of the tissue gene indicates speed at any given time. Moder ne digital ultrasound scanner can use such images Frame rates of up to 100 frames per second and generate beyond. The in U.S. Patent No. 5,515,856 under the title "Method for generating anatomical M-mode representations", described M-mode technology can ver can be applied to the measurements along a freely selectable positioned line on a two-dimensional image increase and this information like a conventional one M mode image to face time. The time information ions are used to add functionality and movement characterize the investigated biological structure.
Die hier beschriebene und beanspruchte Erfindung betrifft eine zeitliche Analyse der Geschwindigkeitsentwicklung an jedem Punkt des räumlichen Bereichs, an dem die Gewebege schwindigkeitsmessungen vorgenommen werden. Charakteristi sche Merkmale mit den zugehörigen Zeitindikatoren werden für jeden Punkt der räumlichen Region festgestellt und überein anderliegend mit den darunterliegenden Gewebebildern darge stellt. Die so entstandenen Bilder können in einer Ansicht die räumliche Ausdehnung des mit dem ausgewählten charak teristischen Merkmal verbundenen Phänomens zeigen, wobei derartige charakteristische Merkmale etwa eine Änderung der Geschwindigkeitsrichtung, eine Geschwindigkeitsspitze, eine Beschleunigungsspitze und eine Gewebeverdickung umfassen.The invention described and claimed herein relates to a temporal analysis of the speed development any point of the spatial area where the tissue genes speed measurements are made. Characteristics cal characteristics with the associated time indicators are used for determined and matched each point of the spatial region darge with the underlying tissue images poses. The resulting images can be viewed in one view the spatial extent of the with the selected charak teristic feature associated phenomenon, wherein such characteristic features such as a change in Direction of speed, one speed peak, one Accelerating tip and tissue thickening include.
Ferner beschreibt die Erfindung, wie Geschwindigkeitsinfor mationen entlang einer frei wählbaren geometrischen Form gemessen und, wie bei einem herkömmlichen M-Modus-Bild, der Zeit gegenübergestellt werden können. Die frei wählbare Form ermöglicht es dem Benutzer, Bilder zu erzeugen, die die Geschwindigkeitsvariationen bei einem gekrümmten Organ wie einem Myokard der Zeit in einem einzigen Bild gegenüberstel len. Die Erfindung beschreibt auch, wie diese Techniken kombiniert werden können, um ein Werkzeug bereitzustellen, das eine genaue räumliche und zeitliche Lokalisierung von Bewegungsphänomenen wie etwa Bewegungsstörungen ermöglicht.The invention further describes how speed information mations along a freely selectable geometric shape measured and, as with a conventional M-mode image, the Time can be compared. The freely selectable shape allows the user to generate images that the Speed variations in a curved organ like face a myocardium of time in a single image len. The invention also describes how these techniques can be combined to provide a tool which is an exact spatial and temporal localization of Movement phenomena such as movement disorders.
Die Techniken der Erfindung haben eine Reihe klinischer Anwendungsmöglichkeiten, die mit zeitlichen Informationen über die Bewegungen biologischer Strukturen zusammenhängen. Ein derartiges Beispiel ist die Untersuchung von Wandbewe gungen bei der Echokardiographie. Die Erfindung sieht Tech niken zur genauen Beschreibung der zeitlichen und räumlichen Anordnung von Phänomenen wie Beschleunigung und Verzögerung vor. Bei ausreichender zeitlicher Auflösung wird so eine nichtinvasive Elektrophysiologie ermöglicht. Die Erfindung ermöglicht auf der Grundlage eines Querschnittes direkt unterhalb der AV-Ebene die genaue Bestimmung des Ortes, an dem die mechanische Bewegung in den Herzkammern aktiviert wird. Ferner können für eine spätere Ablatio abweichende Leitungswege (Wolf-Parkinson-White) von der Vorkammer zur Kammer lokalisiert werden. Selbst die Tiefe dieser Wege innerhalb des Myokards kann mit der vorliegenden Erfindung besser lokalisiert werden, um zu bestimmen, ob der Patient mit Kathetertechniken oder chirurgischen Techniken behandelt werden sollte.The techniques of the invention have a number of clinical ones Applications with temporal information related to the movements of biological structures. One such example is the investigation of wall movement in echocardiography. The invention sees Tech techniques for the precise description of the temporal and spatial Arrangement of phenomena like acceleration and deceleration in front. If there is sufficient temporal resolution, such a enables non-invasive electrophysiology. The invention enables directly based on a cross section below the AV level the exact determination of the location which activates the mechanical movement in the ventricles becomes. Furthermore, deviating for a later ablation Routes (Wolf-Parkinson-White) from the antechamber to Chamber can be localized. Even the depth of these paths within the myocardium can with the present invention be better located to determine whether the patient treated with catheter techniques or surgical techniques should be.
Die Erfindung bietet Techniken, die verwendet werden können, um eine genaue Beschreibung sowohl des räumlichen als auch des zeitlichen Ausmaßes der gestörten Bewegung zu liefern. Die Möglichkeit, Geschwindigkeitsvariationen innerhalb des Myokards zu verfolgen, ist auch bei der Abstoßungsdiagnose nach einer Herztransplantation von Bedeutung.The invention provides techniques that can be used for a precise description of both the spatial and the temporal extent of the disturbed movement. The possibility of speed variations within the Tracking myocards is also useful in diagnosing rejection important after a heart transplant.
Die Herleitung charakteristischer Geschwindigkeitsmerkmale mit diesen Merkmalen zugeordneten Zeitangaben für einen räumlichen Bereich unterscheidet sich vom Stand der Technik dadurch, daß unter anderem ein einzelnes Bild die zeitliche Ausdehnung des ausgewählten Phänomens innerhalb des abgebil deten räumlichen Bereichs darstellen kann.The derivation of characteristic speed characteristics with these characteristics assigned times for a spatial area differs from the prior art in that, among other things, a single picture represents the temporal Extension of the selected phenomenon within the picture can represent the spatial area.
Die Erfindung weist Vorverarbeitungsalgorithmen für die Geschwindigkeitsinformationen auf, die sich vom Stand der Technik dadurch unterscheiden, daß sie unter anderem eine zuverlässige zeitliche Lokalisierung abgeleiteter charak teristischer Punkte ermöglichen und somit eine gleichmäßige Darstellung der ausgewählten Merkmale über den abgebildeten räumlichen Bereich ermöglichen.The invention has preprocessing algorithms for the Speed information based on the state of the Differentiate technology in that it includes, among other things, a reliable temporal localization of derived charak enable teristic points and thus a uniform Representation of the selected features on the depicted enable spatial area.
Die Erfindung lokalisiert charakteristische Merkmale wie etwa Änderung der Geschwindigkeitsrichtung, Geschwindig keitsspitze, Beschleunigungsspitze und Gewebeverdickung durch Subpixel-Techniken, die sich von dem Stand der Technik dadurch unterscheiden, daß unter anderem die Messungen und die Darstellung der zeitlichen Anordnung typischerweise mit einem Faktor von 3-10 im Vergleich zur Einzelbildrate ver bessert werden können. Daher kann die Technik mit bestehen der Ultraschalltechnologie verwendet werden, um die Ge schwindigkeitsdynamik mit einer zeitlichen Auflösung von 2 ms über einen gesamten zweidimensionalen Sektor abzubilden.The invention locates characteristic features such as about changing the direction of speed, speed speed peak, acceleration peak and tissue thickening through sub-pixel techniques that differ from the prior art distinguish in that among other things the measurements and the representation of the temporal arrangement typically with a factor of 3-10 compared to the frame rate ver can be improved. Therefore, the technology can survive of ultrasound technology used to ge speed dynamics with a temporal resolution of 2 map ms over an entire two-dimensional sector.
Die frei wählbare geometrische Form, die bei den anatomi schen M-Modi verwendet wird, unterscheidet sich vom Stand der Technik dadurch, daß unter anderem gekrümmte Organe wie ein Myokard nachgezogen werden können, was eine visuelle Untersuchung und Dokumentation der Geschwindigkeitsentwick lungen bei einem einzelnen M-Modus-Bild ermöglicht. Mehrere Herzschläge können auf diese Weise verfolgt werden, und die so entstandenen M-Modi können in diesem Fall die Auswirkung gen einer Injektion eines Ultraschallkontrastmittels über wachen. Diese Technik kann verwendet werden, um qualitative und quantitative Informationen über die Durchblutung des untersuchten Organ zu gewinnen, was Durchblutungsuntersu chungen in einem Myokard einschließt.The freely selectable geometric shape that is used in the anatomi M modes is used, differs from the status the technology in that, among other things, curved organs such a myocardium can be traced, which is a visual Investigation and documentation of the speed development enables a single M-mode image. Several Heartbeats can be tracked this way, and that M modes created in this way can have an impact in this case an injection of an ultrasound contrast medium watch. This technique can be used to get qualitative and quantitative information about the blood flow to the examined organ to gain what blood circulation test in a myocardium.
Die Erfindung beschreibt Verfahren zur Verwendung anatomi scher M-Modi, die in U.S.-Patent Nr. 5,515,856 beschrieben sind, wobei dessen gesamte Beschreibung durch diesen Verweis hierin beinhaltet ist, und des gekrümmten anatomischen M-Modus, der in der vorliegenden Erfindung sowohl als Werkzeug zur Identifizierung von Bewegungsphänomenen als auch als Werkzeug zur Spezifizierung des interessierenden zeitlichen Bereichs beschrieben ist und der bei der Analyse und Dar stellung der in dieser Erfindung beschriebenen räumlichen Ausdehnung Verwendung finden sollte. Die Verbindung des anatomischen M-Modus, des gekrümmten anatomischen M-Modus und der Darstellung von Geschwindigkeitsphänomenen an einem räumlichen Bereich unterscheidet sich vom Stand der Technik dadurch, daß sie unter anderem ein Umfeld bietet, in dem der Benutzer frei wählbar Raum- und Zeitdarstellungen der Ge schwindigkeitsinformationen einander gegenüberstellen kann, um klinisch wichtige Phänomene zu identifizieren. Ferner kann die Darstellung der charakteristischen Merkmale im Raum und der zugehörigen zeitlichen Anordnung direkt zu Darstel lungen der Geschwindigkeitsinformationen, die Raum und Zeit gegenüberstellen, in Bezug gesetzt werden.The invention describes methods of using anatomi shear M modes described in U.S. Patent No. 5,515,856 are, the entire description of which by this reference included, and the curved anatomical M mode, that in the present invention both as a tool to identify movement phenomena as well as Tool for specifying the time of interest Area is described and the analysis and Dar position of the spatial described in this invention Expansion should be used. The connection of the anatomical M mode, the curved anatomical M mode and the representation of speed phenomena on one spatial area differs from the prior art by providing, among other things, an environment in which the User freely selectable spatial and time representations of the Ge can compare speed information with each other, to identify clinically important phenomena. Further can display the characteristic features in space and the associated timing directly to Darstel lungs of speed information, space and time face, be related.
Die Erfindung unterscheidet sich vom Stand der Technik da durch, daß unter anderem die an einem räumlichen Gebiet dargestellten Zeitsteuerungsinformationen annähernd rich tungsunabhängig sind, selbst wenn nur die eindimensionale Komponente entlang des Ultraschallstrahls des dreidimensionalen Geschwindigkeitsvektors geschätzt wurde. Die Ap proximation ist gültig, wenn die Richtung des dreidimensio nalen Geschwindigkeitsvektors an einem gegebenen räumlichen Punkt fest bleibt oder nur geringe Niedrigfrequenzvariatio nen während des analysierten Zeitraums aufweist. Mehrere charakteristische Punkte der Geschwindigkeitsentwicklung, wie etwa die Zeit der Geschwindigkeitsumkehr, der Geschwin digkeitsspitze und der Beschleunigungsspitze sind in diesem Fall unabhängig von der Richtung des Ultraschallstrahls. The invention differs from the prior art by that, among other things, that in a spatial area shown timing information approximately rich are independent of the direction, even if only the one-dimensional Component along the ultrasound beam of the three-dimensional Velocity vector was estimated. The Ap Proxation is valid when the direction of the three-dimensional nalen velocity vector at a given spatial Point remains fixed or only low low frequency variation during the analyzed period. Several characteristic points of the speed development, such as the time of the speed reversal, the speed and the acceleration peak are in this Case regardless of the direction of the ultrasound beam.
Die Erfindung beschreibt, wie mehrere gekrümmte anatomische M-Modi erzeugt werden können, um die Geschwindigkeitsver änderungen zum Beispiel von Endokard zu Epikard darzustel len. Die Verwendung mehrerer gekrümmter und/oder gerader anatomischer M-Modi, die aus derselben Ultraschallerfas sungssequenz hergeleitet sind, unterscheidet sich vom Stand der Technik dadurch, daß es unter anderem möglich ist, Ver zögerungen zwischen allen Teilen des dargestellten räumli chen Bereichs zu messen und zu quantifizieren. Die alterna tive Verwendung mehrerer Erfassungssequenzen ist unzurei chend, da Veränderungen in der Herzrate oft die Zeitinter valle übersteigen, die wichtige klinische Informationen bei der Untersuchung von Bewegungsverzögerungen liefern.The invention describes how several curved anatomical M modes can be generated to control the speed to represent changes, for example from endocardium to epicardium len. The use of several curved and / or straight Anatomical M-Modes that are derived from the same ultrasound sequence is different from the state the technology in that it is possible, among other things, Ver delays between all parts of the depicted room area to be measured and quantified. The alterna tive use of multiple acquisition sequences is inadequate As changes in the heart rate often change the time interval valle exceed that important clinical information the investigation of movement delays.
Die Erfindung beschreibt auch, wie die Gewebegeschwindigkeit verwendet werden kann, um automatisch einen anatomischen M-Modus oder einen gekrümmten M-Modus derart zu repositionie ren, daß die Linie oder die gekrümmte Form bei der Bewegung der dargestellten biologischen Struktur an demselben physi schen Ort auf das Gewebe trifft. Ein Beispiel für diese Technik ist die Möglichkeit, eine anatomische M-Modus-Linie fest auf einen gegebenen Punkt in einem Myokard einzustellen und die Linie sich mit der an dem festen Punkt in dem Myo kard gemessenen Geschwindigkeit bewegen zu lassen.The invention also describes how the tissue speed can be used to automatically create an anatomical M mode or to reposition a curved M mode in this way ren that the line or the curved shape when moving the biological structure shown on the same physi place meets the tissue. An example of this Technology is the option of an anatomical M-mode line to be fixed at a given point in a myocardium and the line aligns with that at the fixed point in the myo kard measured speed to move.
Die Erfindung beschreibt, wie die regionale Wandbewegungs phase bei Herzuntersuchungen auf der Grundlage der Gewebege schwindigkeitsdaten berechnet werden kann. Das Verfahren basiert auf der Analyse der bei anatomischen M-Modi-Darstel lungen und gekrümmten anatomischen M-Modi-Darstellungen der Gewebegeschwindigkeitsdaten hergeleiteten Informationen. The invention describes how the regional wall movement phase of cardiac examinations based on the tissue genes speed data can be calculated. The procedure is based on the analysis of the anatomical M-mode display lungs and curved anatomical M-mode representations of the Information derived from tissue velocity data.
Wie in Spalte 2 des U.S.-Patents Nr. 5,515,856 beschrieben ist, waren die Computerverarbeitung von Datensätzen und ähnliche Techniken vorher bekannt, wie zum Beispiel aus den in Spalte 2 des Patents ′856 angeführten Literaturhinweisen ersichtlich ist. Wie bei dem Patent ′856 liegen derartige Computerverarbeitungen bei den Ausführungen der vorliegenden Erfindung innerhalb des Bereichs des Standes der Technik, und daher unterbleiben im folgenden weitere entsprechende Beschreibungen. Einige weitere Dokumente, die den Stand der Technik betreffen, sind folgende:As described in column 2 of U.S. Patent No. 5,515,856 is, were computer processing records and Similar techniques previously known, such as from the References given in column 2 of the '856 patent can be seen. As with the '856 patent are such Computer processing in the execution of the present Invention within the scope of the state of the art, and therefore there are no further corresponding in the following Descriptions. Some other documents reflecting the state of the art Technology related are the following:
- 1) Peter Seitz, "Optical Superresolution Using Solid State Cameras And Digital Signal Processing", Optical Enginee ring 27 (7), Juli 1988.1) Peter Seitz, "Optical Superresolution Using Solid State Cameras And Digital Signal Processing ", Optical Enginee ring 27 (7), July 1988.
-
2) Jørgen Mæhle et al., "Three-Dimensional Echocardiography
For Quantitative Left Ventricular Wall Motion Analysis:
A Method For Reconstruction Of Endocardial Surface And Evaluation Of Regional Disfunction", Echocardiography 1994-11,4 Seite 397-408.2) Jørgen Mæhle et al., "Three-Dimensional Echocardiography For Quantitative Left Ventricular Wall Motion Analysis:
A Method For Reconstruction Of Endocardial Surface And Evaluation Of Regional Disfunction ", Echocardiography 1994-11.4 page 397-408. - 3) Knut Børnstad et al., "Quantitative Computerized Analy sis Of Left Ventricular Wall Motion", in Computerized Echocardiography. Pezzano 1993 Seite 41-553) Knut Børnstad et al., "Quantitative Computerized Analy sis Of Left Ventricular Wall Motion ", in Computerized Echocardiography. Pezzano 1993 page 41-55
Die oben beschriebenen und weitere Vorteile, Merkmale und Aspekte der vorliegenden Erfindung werden besser aus der folgenden Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform zu sammen mit den beiliegenden Zeichnungen und Ansprüchen ver standen werden.The above described and other advantages, features and Aspects of the present invention will be better understood from the following description of the preferred embodiment together with the accompanying drawings and claims will stand.
Die beiliegenden Zeichnungen illustrieren lediglich ein Beispiel der vorliegenden Erfindung und schränken sie nicht ein, wobei gleiche Bezugszeichen gleiche Teile bezeichnen, und wobei:The accompanying drawings merely illustrate one Example of the present invention and do not limit it a, the same reference symbols denoting the same parts, and where:
Fig. 1 einen anatomischen M-Modus zeigt, der mit einer frei wählbar positionierten Linie über ein zweidimensionales Bild verbunden ist. Fig. 1 is an anatomic M-mode displays, which is connected to a freely selectable line positioned two-dimensional image.
Fig. 2 einen gekrümmten anatomischen M-Modus zeigt. Die Figur zeigt, wie das gekrümmte Myokard in einer Kurzachs ansicht in einem einzelnen M-Modus-Bild der Zeit gegenüber gestellt werden kann. Figure 2 shows a curved anatomical M mode. The figure shows how the curved myocardium can be compared with time in a short axis view in a single M-mode image.
Fig. 3 zeigt, wie ein gekrümmter anatomischer M-Modus wäh rend einer periodischen Bewegung, wie etwa der Kontraktion des Herzens, derart modifiziert werden kann, daß hergeleite te Informationen sich auf entsprechende Punkten des sich bewegenden Organs beziehen. Fig. 3 shows how a curved anatomical M mode can be modified during a periodic movement, such as the contraction of the heart, in such a way that derived information relates to corresponding points of the moving organ.
Fig. 4 zeigt, wie eine Reihe gekrümmter anatomischer M-Modi so positioniert werden können, daß die Geschwindigkeitsver änderungen senkrecht zu der gekrümmten Form hergeleitet wer den. Bei diesem Beispiel stellen die drei gekrümmten anato mischen M-Modi die Geschwindigkeitsveränderungen zwischen Endokard und Epikard im Myokard dar. Fig. 4 shows how a series of curved anatomical M-modes can be positioned so that the speed changes are derived perpendicular to the curved shape. In this example, the three curved anatomical M modes represent the changes in velocity between the endocardium and epicardium in the myocardium.
Fig. 5 zeigt einen gekrümmten anatomischen M-Modus und ein charakteristisches Merkmal in der Geschwindigkeitsentwick lung, die für jede räumliche Koordinate angezeigt ist. Dar über hinaus zeigt die Figur, wie der Benutzer in diesem Bild an dem ausgewählten Merkmal einen Zeitraum festlegen kann, der in einem räumlichen Zusammenhang weiter analysiert wer den soll. Fig. 5 shows a curved anatomical M mode and a characteristic in the speed development, which is displayed for each spatial coordinate. In addition, the figure shows how the user can determine a period of time on the selected feature in this image, which should be further analyzed in a spatial context.
Fig. 6 zeigt die Geschwindigkeitsentwicklung für einen gege benen räumlichen Punkt während des ausgewählten Zeitinter valls. Fig. 6 shows the speed development for a given spatial point during the selected time interval.
Fig. 7 zeigt, wie die ursprünglichen Geschwindigkeitsmessun gen in dem ausgewählten Zeitintervall für eine gegebene räumliche Koordinate verarbeitet werden, um Artefakte zu entfernen und eine zuverlässige Lokalisierung charakteristi scher Punkte zu erhalten. Fig. 7 shows how the original speed measurements are processed in the selected time interval for a given spatial coordinate to remove artifacts and to obtain a reliable localization of characteristic points.
Fig. 8 zeigt, wie Subpixel-Techniken angewandt werden kön nen, um eine verbesserte Genauigkeit bei der zeitlichen Lokalisierung zu erzielen. In diesem Fall wird ein Null durchgang als Auftreffen der X-Achse auf eine lineare Appr oximation zwischen zwei angrenzenden Messungen lokalisiert. Figure 8 shows how sub-pixel techniques can be used to achieve improved accuracy in temporal location. In this case, a zero crossing is located as the X-axis striking a linear apprimation between two adjacent measurements.
Die Erfassung von Ultraschalleinzelbildern und Berechnung der Gewebegeschwindigkeiten werden als Stand der Technik angesehen. Erfindungsgemäß können die anatomischen M-Modi, die in dem oben erwähnten U.S.-Patent Nr. 5,515,856 be schrieben sind, dessen Beschreibung durch Bezug hierin bein haltet ist, zur Herleitung von Gewebegeschwindigkeitsinfor mationen verwendet werden. Zuerst wird auf Fig. 1 bezug genommen, die ein Ultraschallbild mit einer zugehörigen ana tomischen M-Modus-Anzeige zeigt. Der Ultraschallsektor ist durch 10 bezeichnet. Eine frei gewählte biologische Struktur 11 ist innerhalb des abgebildeten räumlichen Bereichs darge stellt. Eine gerade Linie, die die Position des anatomischen M-Modus identifiziert, wie in dem U.S.-Patent Nr. 5,515,856 beschrieben, ist als 12 bezeichnet. Die zugehörige anatomi sche M-Modus-Anzeige ist als 13 dargestellt, wobei die Zeit abhängigkeit 14 der Überschneidung mit dem ausgewählten Beispiel einer biologischen Struktur angezeigt ist. Auf Gewebegeschwindigkeitsinformationen 13 angewandt, ergibt sich die Zeitveränderung der Gewebegeschwindigkeit an der Linie 12.The acquisition of ultrasound single images and calculation of the tissue velocities are considered to be state of the art. In accordance with the present invention, the anatomical M modes described in the aforementioned U.S. Patent No. 5,515,856, the description of which is incorporated herein by reference, can be used to derive tissue velocity information. First, reference is made to FIG. 1, which shows an ultrasound image with an associated anatomical M-mode display. The ultrasound sector is designated by 10 . A freely chosen biological structure 11 is shown within the spatial area shown. A straight line identifying the position of the anatomical M mode as described in U.S. Patent No. 5,515,856 is designated as 12 . The associated anatomical M-mode display is shown as 13 , the time dependence 14 of the overlap being shown with the selected example of a biological structure. Applied to tissue speed information 13 , the time change of the tissue speed on line 12 results.
Im Falle von Gewebegeschwindigkeitsuntersuchungen ist es interessant, die Geschwindigkeitsvariationen innerhalb ge krümmter biologischer Organe wie einem Myokard zu analysie ren. Die vorliegende Erfindung beschreibt den Aufbau ge krümmter Polygone, die verwendet werden können, um gekrümmte Organe nachzuziehen, und die Herleitung zeitlicher Verände rungen an diesen gekrümmten Polygonen. Die beschriebenen und in den Zeichnungen dargestellten Polygone weisen frei wähl bar gekrümmte Formen auf, die mehr oder weniger unregelmäßig sind, aber im Prinzip aus einer Anzahl von Kanten mit gera den Linien bestehen, deren Anzahl ziemlich hoch sein kann - vgl. zum Beispiel das Polygon 22-23-24 in Fig. 2. In Fig. 2 ist ein Ultraschallsektor 20 zusammen mit einem Beispiel einer biologischen Struktur 21 dargestellt. Das gekrümmte anatomische M-Modus-Polygon erstreckt sich in der Darstel lung von 22 über 23 bis 24. Die zugehörige gekrümmte anato mische M-Modus-Darstellung ist durch 28 bezeichnet. Die horizontale Richtung bei 28 zeigt die zeitlichen Variationen in gleicher Weise wie 13. Die vertikale Richtung bei 28 zeigt die räumliche Position entlang des gekrümmten anatomi schen M-Modus-Polygons; 25 entspricht dabei 22, 26 ent spricht 23 und 27 entspricht 24. Die zur Erzeugung der ge krümmten anatomischen M-Modus-Darstellung erforderlichen Computerverarbeitungstechniken sind dieselben wie die in dem U.S.-Patent Nr. 5,515,856 beschriebenen. Bei der vorliegen den Erfindung folgt die räumliche Interpolation der Gewebe geschwindigkeitsinformationen dem den gekrümmten anatomi schen M-Modus bestimmenden Polygon. Wenn die gekrümmte ana tomische M-Modus-Darstellung 28 eine solche Größe aufweist, daß sie n verschiedene vertikale Positionen aufweist, dann wird das gekrümmte anatomische M-Modus-Polygon an n Punkten abgetastet, die in gleichem Abstand um das Polygon verteilt sind.In the case of tissue velocity studies, it is interesting to analyze the velocity variations within curved biological organs such as a myocardium. The present invention describes the construction of curved polygons that can be used to trace curved organs and the derivation of temporal changes thereon curved polygons. The polygons described and shown in the drawings have freely selectable curved shapes that are more or less irregular, but in principle consist of a number of edges with straight lines, the number of which can be quite high - cf. for example, the polygon 22-23-24 in FIG. 2. In FIG. 2, an ultrasound sector 20 is shown together with an example of a biological structure 21 . The curved anatomical M-mode polygon extends from 22 to 23 to 24 in the representation . The associated curved anatomical M-mode representation is designated by 28 . The horizontal direction at 28 shows the temporal variations in the same way as FIG . 13 . The vertical direction at 28 shows the spatial position along the curved anatomical M-mode polygon; 25 corresponds to 22 , 26 corresponds to 23 and 27 corresponds to 24 . The computer processing techniques required to produce the curved M-mode anatomical representation are the same as those described in U.S. Patent No. 5,515,856. In the present invention, the spatial interpolation of the tissue speed information follows the polygon determining the curved anatomical M mode. If the curved anatomical M-mode representation 28 has a size such that it has n different vertical positions, then the curved anatomical M-mode polygon is scanned at n points that are equally spaced around the polygon.
Bei sich bewegenden Organen wie dem menschlichen Herzen oder bei Organen, die durch andere Vorgänge wie Pulsschlag oder Atmung beeinflußt werden, kann es nützlich sein, die Posi tion des gekrümmten anatomischen M-Modus-Polygons zu modifi zieren, derart, daß eine gegebene vertikale Koordinate bei 28 dieselbe anatomische Position während des untersuchten Zeitintervalls verfolgt. Fig. 3 zeigt ein Beispiel dieser Technik, bei der zwei Einzelbilder aus einer Bildsequenz des Herzens 30 und 35 gezeigt sind. In diesem Fall kontrahiert die Endokardgrenze von 31 auf 36, und die räumliche Position des gekrümmten anatomischen M-Modus-Polygons wird automa tisch angepaßt. 32 ist zu 37 bewegt worden, 33 ist zu 38 bewegt worden und 34 ist zu 39 bewegt worden. Die Positio nierung des gekrümmten M-Modus-Polygons bei den dazwischen liegenden Einzelbildern kann entweder manuell oder durch vom Benutzer gelieferte temporale Interpolation der räumlichen Verformungen durchgeführt werden.For moving organs such as the human heart or organs that are affected by other processes such as pulse rate or breathing, it may be useful to modify the position of the curved anatomical M-mode polygon such that a given vertical coordinate at 28 followed the same anatomical position during the time interval examined. FIG. 3 shows an example of this technique, in which two individual images from an image sequence of the heart 30 and 35 are shown. In this case, the endocardial border contracts from 31 to 36 , and the spatial position of the curved anatomical M-mode polygon is automatically adjusted. 32 has been moved to 37 , 33 has been moved to 38 and 34 has been moved to 39 . The positioning of the curved M-mode polygon in the individual images in between can be carried out either manually or by temporal interpolation of the spatial deformations supplied by the user.
Die räumliche Repositionierung des anatomischen M-Modus oder des gekrümmten anatomischen M-Modus kann unter Verwendung der Gewebegeschwindigkeitsinformationen über wenigstens einen Punkt automatisiert werden. Bei zweidimensionalen Geschwindigkeitserfassungen können ein oder mehrere Punkte in dem Gewebe ausgewählt und die räumliche Positionierung der Form gemäß der Bewegung der fest eingestellten Punkte repositioniert werden. The spatial repositioning of the anatomical M mode or using the curved anatomical M mode the tissue speed information about at least a point to be automated. With two-dimensional Speed detections can have one or more points selected in the fabric and the spatial positioning the shape according to the movement of the fixed points be repositioned.
Fig. 4 zeigt, wie mehrere gekrümmte anatomische M-Modi ver wendet werden können, um auch die Geschwindigkeitsvariatio nen in der Richtung, die zu der lokalen durch das gekrümmte anatomische M-Modus-Polygon definierten Form senkrecht ver läuft, zu überwachen. Der Ultraschallsektor wird durch 40 bezeichnet, und ein Beispiel einer biologischen Struktur wird durch 41 bezeichnet. Drei gekrümmte anatomische M-Mo dus-Polygone werden durch 42, 43 und 44 bezeichnet. Die zugehörigen gekrümmten anatomischen M-Modus-Darstellungen werden durch 45, 46 und 47 bezeichnet. Die Geschwindigkeits variationen zwischen 45, 46 und 47 zeigen die Geschwindig keitsgefälle zwischen Endokard und Epikard bei dem in Fig. 4 gezeigten Beispiel. Diese Geschwindigkeitsgefälle sind zum Beispiel bei der Abstoßungsdiagnose nach einer Herztrans plantation von Bedeutung. Fig. 4 shows how multiple curved anatomical M-modes can be used to also monitor the speed variations in the direction perpendicular to the local shape defined by the curved anatomical M-mode polygon. The ultrasound sector is indicated by 40 and an example of a biological structure is indicated by 41 . Three curved anatomical M-mode polygons are identified by 42 , 43 and 44 . The associated curved anatomical M-mode representations are denoted by 45 , 46 and 47 . The speed variations between 45 , 46 and 47 show the speed gradient between the endocardium and epicardium in the example shown in FIG. 4. These differences in speed are important, for example, when diagnosing rejection after a heart transplant.
Bei 1dimensionalen Geschwindigkeitsschätzungen entlang der Fortsetzungsrichtung des Ultraschallstrahls kann die Posi tionierung des gekrümmten anatomischen M-Modus auch verwen det werden, um die wahre Größenordnung des Geschwindigkeits feldes zu schätzen. Im Fall von Myokardkontraktionsunter suchungen kann man zum Beispiel die Richtung des Polygons und die Annahme verwenden, daß die Kontraktion entweder senkrecht zu der Endokardgrenze oder in Richtung auf einen fest eingestellten Punkt abläuft, um eine Geschwindigkeit mit Winkelabhängigkeitskompensation zu schätzen.With 1-dimensional speed estimates along the The direction of continuation of the ultrasound beam can be the posi also use the curved anatomical M mode be the true order of magnitude of speed to appreciate the field. In the case of myocardial contraction sub For example, you can search for the direction of the polygon and use the assumption that the contraction is either perpendicular to the endocardial border or towards one Fixed point expires at one speed with angle dependency compensation.
Eine Anwendung dieser Erfindung ist es, Daten für mehrere aufeinanderfolgende Herzzyklen bei der Injektion eines Ul traschallkontrastmittels zu erfassen. Diese Anwendung gibt dem Kliniker in einer einzigen Ansicht einen Überblick dar über, wie die echogenen Eigenschaften des Myokards durch das Ultraschallkontrastmittel beeinflußt werden, sowie über die zeitlichen Informationen zu diesen Vorgängen in dem gesamten Myokard.One application of this invention is for multiple data successive cardiac cycles when injecting an ul to detect ultrasound contrast agents. This application gives gives the clinician an overview in a single view about how the echogenic properties of the myocardium through the Ultrasound contrast agents are affected, as well as on the temporal information about these events throughout Myocardium.
Fig. 5 zeigt, wie charakteristische Ereignisse bei den Gewe begeschwindigkeitsentwicklungen bei einer gekrümmten anato mischen M-Modus-Darstellung identifiziert werden können. Der abgebildete Sektor 50 enthält ein Beispiel einer biologi schen Struktur 51 und eines gekrümmten anatomischen M-Modus-Polygons, das sich von 52 über 53 zu 54 erstreckt. Die zu gehörige gekrümmte anatomische M-Modus-Darstellung ist bei 58 gezeigt; 55 entspricht dabei 52, 56 entspricht 53 und 57 entspricht 54. Die durch 510 bezeichnete feste Linie zeigt die Anordnung eines charakteristischen Ereignisses bei den Geschwindigkeitsentwicklungen entlang den horizontalen Li nien bei 58 an. Das charakteristische Ereignis kann etwa eine Änderung der Geschwindigkeitsrichtung, eine Geschwin digkeitsspitze oder eine Beschleunigungsspitze sein. Darüber hinaus kann das charakteristische Ereignis durch aus den primären Geschwindigkeitsentwicklungen hergeleitete Informa tionen identifiziert werden. Ein Beispiel derartiger herge leiteter Informationen ist eine Gewebeverdickungsschätz funktion, die durch räumliche Differenzen bei den Primär geschwindigkeiten erhalten werden kann. Die charakteristi schen Ereignisse auf der Grundlage der Gewebeverdickung umfassen Verdickungsspitzen, Verkürzungsspitzen und Ände rungen zwischen Verdickung und Verkürzung. Fig. 5 shows how characteristic events in the tissue speed developments can be identified in a curved anatomical M-mode representation. The imaged sector 50 contains an example of a biological structure 51 and a curved anatomical M-mode polygon that extends from 52 through 53 to 54 . The associated curved anatomical M-mode representation is shown at 58 ; 55 corresponds to 52 , 56 corresponds to 53 and 57 corresponds to 54 . The solid line denoted by 510 indicates the arrangement of a characteristic event in the speed developments along the horizontal lines at 58 . The characteristic event can be, for example, a change in the direction of speed, a speed peak or an acceleration peak. In addition, the characteristic event can be identified by information derived from the primary speed developments. An example of such derived information is a tissue thickening estimator that can be obtained from spatial differences in the primary velocities. Characteristic events based on tissue thickening include thickening peaks, shortening peaks, and changes between thickening and shortening.
Das durch 510 bezeichnete charakteristische Ereignis kann in den Geschwindigkeitsentwicklungen lokalisiert werden, die mit allen räumlichen Koordinaten des untersuchten Bereichs verbunden sind. Fig. 5 zeigt, wie ein spezifisches Zeitin tervall zwischen 59 und 511 in der gekrümmten anatomischen M-Modus-Darstellung ausgewählt wird, um das durch 510 be zeichnete charakteristische Ereignis zu untersuchen. Fig. 6 zeigt einen Ultraschallsektor 60 mit einem Beispiel einer biologischen Struktur 61 und einer frei gewählten räumlichen Koordinate 62 innerhalb des interessierenden räumlichen Bereichs, in dem Gewebegeschwindigkeitsschätzungen statt finden. 68 bezeichnet die hergeleitete Geschwindigkeitsent wicklung für den Punkt 62 während des ausgewählten Zeitin tervalls, das durch die in Fig. 5 dargestellte Technik oder durch einen ähnlichen Ansatz auf der Grundlage eines anato mischen M-Modus mit einer geraden Linie, wie er in dem U.S.-Patent Nr. 5,515,856 beschrieben ist, identifiziert werden kann. Das Zeitintervall kann auch eine vorbestimmte Zeit spanne um die zeitliche Position des aktuell dargestellten Ultraschalleinzelbildes sein. Somit können Filme erzeugt werden, indem die Berechnung für eine Reihe von Einzelbil dern in der Erfassungssequenz wiederholt wird. Wenn man das ausgewählte Zeitintervall zeitlich unmittelbar vor das aktu ell dargestellte Ultraschalleinzelbild legt, kann man die Berechnungen auch in Echtzeit auf der Grundlage der Ge schwindigkeitsentwicklungen während der Erfassung der Ul traschalleinzelbilder durchführen. Bei Phänomenen mit lang fristigen Verzögerungen im räumlichen Bereich kann es auch interessant sein, das Zeitintervall in räumlicher Abhängig keit zu wählen. 65 und 69 stellen den Beginn und das Ende des ausgewählten Zeitintervalls dar. 64 und 63 stellen die Bandbreite der Geschwindigkeiten dar, die in dem Gewebe gemessen werden. 66 bezeichnet eine Änderung der Geschwin digkeitsrichtung, und 67 bezeichnet eine Geschwindigkeits spitze. Es fällt auf, daß viele charakteristische Ereignisse einschließlich Verschiebung der Geschwindigkeitsrichtung, Geschwindigkeitsspitze und Beschleunigungsspitze für die meisten räumlichen Punkte zeitlich genau lokalisiert werden, selbst wenn die Geschwindigkeitsschätzung eine 1-dimepsiona le Doppler-Schätzung entlang der Fortsetzungsrichtung des Ultraschallstrahls ist. Die Geschwindigkeitsverschiebung ist zum Beispiel nur dann betroffen, wenn die wirkliche Richtung des 3-dimensionalen Geschwindigkeitsvektors nicht um eine senkrechte Ausrichtung relativ zu der Richtung des Ultra schallstrahls schwingt. Die hergeleiteten Zeitinformationen, die mit den charakteristischen Ereignissen wie 66 und 67 verbunden sind, können somit selbst bei 1-dimensionalen Doppler-Schätzungen der Gewebegeschwindigkeit fast winkel unabhängig gemacht werden.The characteristic event denoted by 510 can be located in the speed developments that are associated with all spatial coordinates of the examined area. FIG. 5 shows how a specific time interval between 59 and 511 is selected in the curved anatomical M-mode representation in order to examine the characteristic event denoted by 510 . FIG. 6 shows an ultrasound sector 60 with an example of a biological structure 61 and a freely selected spatial coordinate 62 within the spatial region of interest in which tissue speed estimates take place. 68 denotes the derived velocity development for point 62 during the selected time interval, by the technique shown in FIG. 5 or by a similar approach based on an anatomical M-mode with a straight line as used in the US No. 5,515,856, can be identified. The time interval can also be a predetermined time span around the temporal position of the currently displayed ultrasound image. Films can thus be produced by repeating the calculation for a series of individual images in the acquisition sequence. If you place the selected time interval immediately before the currently displayed ultrasound single image, the calculations can also be carried out in real time on the basis of the speed developments during the acquisition of the ultrasound single images. In the case of phenomena with long-term delays in the spatial area, it can also be interesting to choose the time interval in spatial dependency. 65 and 69 represent the start and end of the selected time interval. 64 and 63 represent the range of velocities measured in the tissue. 66 denotes a change in the speed direction, and 67 denotes a speed peak. It is striking that many characteristic events including shift in the direction of speed, speed peaks and acceleration peaks for most spatial points are precisely localized in time, even if the speed estimate is a 1-dimepsional Doppler estimate along the continuation direction of the ultrasound beam. The speed shift is only affected, for example, if the actual direction of the 3-dimensional speed vector does not oscillate about a vertical orientation relative to the direction of the ultrasound beam. The derived time information, which is associated with the characteristic events such as 66 and 67 , can thus be made almost angle-independent, even with 1-dimensional Doppler estimates of the tissue speed.
Fig. 7 zeigt, wie die bei den Geschwindigkeitsentwicklungen hergeleiteten numerischen Abtastungen 74 verwendet werden können, um eine gefilterte und rauscharme Geschwindigkeits entwicklung 77 zu schätzen, um die Zuverlässigkeit der Iden tifikation charakteristischer Ereignisse zu verbessern. 72 und 76 stellen den Beginn und das Ende des ausgewählten Zeitintervalls dar. 70 und 71 ist der Bereich der Geschwin digkeiten, der in dem Gewebe gemessen wird. Um die Störan fälligkeit und die Genauigkeit der Identifizierung der cha rakteristischen Ereignisse zu verbessern, ist es nützlich, die gemessenen Geschwindigkeitsinformationen als eine Funk tion des Raums und/oder der Zeit zu filtern. Die Filter müssen Rauschen unterdrücken und können bei der zeitlichen Lokalisierung von Ereignissen nicht voreingestellt sein. Eine gute Lösung für ein derartiges Filter ist ein Zeitmit telwertfilter, der Impulsrauschen entfernt und dabei Flanken und Übergänge gut beibehält. Eine zweite Lösung ist die Durchführung einer Regression der gemessenen Geschwindigkei ten mit einer gleichförmig zunehmenden oder gleichförmig abnehmenden Funktion in dem ausgewählten Zeitintervall. Eine derartige Regression kann mit lediglich einer konstanten Anzahl von Vorgängen pro Abtastwert durchgeführt werden, bietet eine starke Rauschunterdrückung und verändertbedeu tende Übergänge nicht. FIG. 7 shows how the numerical samples 74 derived from the speed developments can be used to estimate a filtered and low-noise speed development 77 in order to improve the reliability of the identification of characteristic events. 72 and 76 represent the start and end of the selected time interval. 70 and 71 is the range of speeds measured in the tissue. To improve the susceptibility to failure and the accuracy of identifying the characteristic events, it is useful to filter the measured speed information as a function of space and / or time. The filters have to suppress noise and cannot be preset when localizing events. A good solution for such a filter is a Zeitmit telwertfilter that removes impulse noise while maintaining edges and transitions. A second solution is to perform a regression of the measured speeds with a uniformly increasing or decreasing function in the selected time interval. Such a regression can be carried out with only a constant number of processes per sample, does not offer strong noise suppression and does not require transitions that change.
Bei der ursprünglichen Geschwindigkeitsentwicklung 68 oder der wiederhergestellten Geschwindigkeitsentwicklung 77 kann die Identifikation charakteristischer Ereignisse mit Sub pixel-Techniken durchgeführt werden, um die Genauigkeit der zeitlichen Lokalisierung zu verbessern. Fig. 8 zeigt die Subpixel-Technik im Fall einer Geschwindigkeitsänderungs detektion. Zwei Abtastwerte mit entgegengesetzten Geschwin digkeitsrichtungen sind durch Bezugszeichen 82 bezeichnet. Die tatsächliche Position der Geschwindigkeitsumkehrung kann als der Ort einer linearen Approximation der Geschwindig keitsentwicklung an die X-Achse geschätzt werden. Techniken für eine derartige Subpixel-Lokalisierung werden als Stand der Technik angesehen und können auf alle charakteristischen Ereignisse angewandt werden, die in dieser Erfindung be schrieben sind. Diese Subpixel-Technik verbessert die zeit liche Lokalisierung im Vergleich zu der Einzelbildrate typi scherweise um einen Faktor zwischen 3 und 10. Als ein Bei spiel aus dem Bereich der Subpixel-Lokalisierung, das zum Stand der Technik gehört, wird folgende Veröffentlichung angeführt: Peter Seitz, "Optical Superresolution Using Solid State Cameras And Digital Signal Processing", Optical Engi neering 27 (7), Juli 1988.In the original speed development 68 or the restored speed development 77 , the identification of characteristic events can be carried out using sub-pixel techniques in order to improve the accuracy of the temporal localization. Fig. 8 shows the sub-pixel technique in the case of a speed change detection. Two samples with opposite speed directions are designated by reference numeral 82 . The actual position of the speed reversal can be estimated as the location of a linear approximation of the speed development on the X axis. Techniques for such sub-pixel localization are considered prior art and can be applied to all of the characteristic events described in this invention. This subpixel technology typically improves the temporal localization by a factor of between 3 and 10 compared to the frame rate. As an example from the field of subpixel localization, which belongs to the prior art, the following publication is given: Peter Seitz , "Optical Superresolution Using Solid State Cameras And Digital Signal Processing", Optical Engineering 27 (7), July 1988.
Es besteht eine gewisse Zeitverzögerung bei der Erfassung der Daten in einem einzigen Ultraschallbild. Diese Zeitver zögerung ruft Zeitverzögerungen zwischen den verschiedenen Strahlen in dem Ultraschallbild hervor. Wenn das Abtastmu ster des Ultraschall-Scanners bekannt ist, ist es möglich, bei der Zeitlokalisierung charakteristischer Ereignisse diesen Effekt zu kompensieren, indem bei dem Ultraschallbild die Zeit, die der Ultraschallstrahl benötigt, um die Ge schwindigkeitsentwicklung abzudecken, anstelle einer allen Strahlen gemeinsamen Zeit verwendet wird. There is a certain time delay in the acquisition the data in a single ultrasound image. This time ver Delay calls time delays between the different Rays in the ultrasound image. If the scanning the ultrasound scanner is known, it is possible in the localization of characteristic events to compensate for this effect by using the ultrasound image the time it takes the ultrasound beam to reach the Ge to cover the development of speed, instead of all Blasting time together is used.
Die so entstandenen Zeitverzögerungen als eine Funktion des Raums können einzelne fehlerhafte Detektionen aufweisen. Diese Fehler können durch Verarbeitung der Zeitverzögerungen mit einem räumlichen Filter beseitigt oder verringert wer den. Es eignet sich ein auf einem Mittelwert basierendes Filter, da fehlerhafte zeitliche Lokalisierungen als Impuls rauschen in den Zeitverzögerungsbildern vorgestellt werden können.The resulting time delays as a function of Spaces can have individual faulty detections. These errors can be handled by processing the time delays with a spatial filter eliminated or reduced who the. A mean value is suitable Filters, since incorrect temporal localizations act as an impulse noise are presented in the time delay images can.
Mehrere Zeitverzögerungsbilder, wie sie in der vorliegenden Erfindung beschrieben sind, können kombiniert werden, um Bilder zu erzeugen, die das Zeitintervall zwischen zwei charakteristischen Ereignissen quantifizieren. Ein Beispiel dieser Technik ist es, die Zeitdifferenz zwischen einer Geschwindigkeitsverschiebung und der darauffolgenden Ge schwindigkeitsspitze darzustellen.Several time delay images as in the present Invention described can be combined to Generate images that represent the time interval between two quantify characteristic events. An example This technique is the time difference between one Speed shift and the subsequent Ge to represent the speed peak.
Die Darstellung der Zeitverzögerungsbilder, die in der vor liegenden Erfindung beschrieben ist, kann durch viele Tech niken nach dem Stand der Technik erreicht werden. Die Zeit verzögerungen können in entsprechende Farben umgewandelt und an den entsprechenden räumlichen Positionen dargestellt werden. Die Farbzuweisung kann derart durchgeführt werden, daß mehrere Ereignisse getrennt werden können. Beispiele für diesen Ansatz sind u. a. die Encodierung einer Änderung von positiver zu negativer Geschwindigkeit und von negativer zu positiver Geschwindigkeit mit verschiedenen Farben, derart, daß diese beiden Phänomene visuell getrennt werden können, wenn beide innerhalb des untersuchten Zeitintervalls auf treten. Ferner können die Zeitverzögerungsfarben mit dem darunterliegenden Ultraschallbild gemischt werden, wobei sie transparent sind, um es dem Benutzer zu ermöglichen, die Zeitverzögerungen mit den anatomischen Formen in Beziehung zu setzen. The representation of the time delay images in the front lying invention can be described by many Tech state-of-the-art technology. The time delays can be converted into appropriate colors and shown at the corresponding spatial positions will. The color assignment can be carried out in such a way that multiple events can be separated. examples for this approach is u. a. encoding a change of positive to negative speed and from negative to positive speed with different colors, such that these two phenomena can be visually separated, if both occur within the examined time interval to step. Furthermore, the time delay colors with the underlying ultrasound image are mixed, taking them are transparent to allow the user to access the Time delays related to the anatomical shapes to put.
Die bei einem anatomischen M-Modus oder einem gekrümmten anatomischen M-Modus hergeleiteten Informationen können ferner verarbeitet werden, um eine lokale Schätzung der regionalen Wandbewegungsphase entlang des Polygons oder der Linie, die mit der anatomischen M-Modus-Darstellung verbun den sind, zu liefern. Diese Technik ist insbesondere bei Herzuntersuchungen nützlich, bei denen ein gekrümmtes Poly gon innerhalb eines Myokards positioniert und Gewebege schwindigkeitsentwicklungen für eine Reihe von über das Polygon verteilten Punkten hergeleitet werden können. Für jeden Punkt entlang des Polygons steht somit eine Gesamt geschwindigkeitsentwicklung zur Verfügung, die verwendet werden kann, um zusammen mit Phasenschätzungsvorgängen nach dem Stand der Technik die Bewegungsphase zu schätzen. Diese Phasenschätzungsvorgänge nach dem Stand der Technik umfassen eine Fourier-Analyse der durch die zeitlichen Geschwindig keitsveränderungen beschriebenen Bewegung. Das Polygon kann auch verwendet werden, um einen gekrümmten anatomischen M-Modus herzuleiten, der in diesem Fall die Grundlage für die Phasenschätzung bildet. Ferner können die Phasenvariationen zusammen mit der gekrümmten anatomischen M-Modus-Darstellung entlang der vertikalen Achse dargestellt werden, um das Ver hältnis zwischen den geschätzten Phasenwerten und der ge krümmten anatomischen M-Modus-Darstellung zu verdeutlichen. Die in der vorliegenden Erfindung beschriebenen Techniken zur Repositionierung des mit einer gekrümmten anatomischen M-Modus-Darstellung verbundenen Polygons ist auch auf das Polygon anwendbar, das zur Schätzung der regionalen Wandbe wegungsphase verwendet wird. Wenn eine Anzahl gekrümmter Polygone zwischen Endokard und Epikard positioniert sind oder das Polygon selbst von Endokard zu Epikard gezogen wird, ist es möglich, Phasendifferenzen zwischen Endokard und Epikard zu untersuchen. Die Phasenschätzung ist fast winkelunabhängig, selbst wenn die Gewebegeschwindigkeit durch eine 1-dimensionale Doppler-Technik entlang der Aus dehnungsrichtung des Ultraschallstrahls geschätzt wird. Die Berechnung des Skalarprodukts der Geschwindigkeit mit der Richtung des Ultraschallstrahls mit einem Einheitsvektor zu einem Schwerpunkt innerhalb des Hohlraums beseitigt die Reflexionen in Phase, die andernfalls zwischen oberen und unteren Teilen in dem Bild auftreten können. Artefakte kön nen erwartet werden, wenn der Echtgeschwindigkeitsvektor fast senkrecht zu der Richtung des Ultraschallstrahls ver läuft.The one with an anatomical M mode or a curved one anatomical M-mode derived information can further processed to provide a local estimate of the regional wall movement phase along the polygon or the Line connected to the anatomical M-mode display are to deliver. This technique is particularly useful for Cardiac exams useful where a curved poly gon positioned within a myocardium and tissue genes speed developments for a number of about that Polygon distributed points can be derived. For every point along the polygon is a total speed evolution available that used can be postponed along with phase estimation operations to estimate the state of the art the movement phase. This State of the art phase estimation operations a Fourier analysis of the speed through time changes described movement. The polygon can also used to create a curved anatomical M mode derive, which in this case is the basis for the Phase estimation forms. Furthermore, the phase variations along with the curved anatomical M-mode display along the vertical axis to show the ver Ratio between the estimated phase values and the ge to illustrate curved anatomical M-mode representation. The techniques described in the present invention for repositioning the with a curved anatomical M-mode representation of connected polygons is also on that Polygon applicable, which is used to estimate the regional wall area movement phase is used. If a number of curved Polygons are positioned between the endocardium and epicardium or drag the polygon itself from endocardium to epicardium , it is possible to find phase differences between endocardium and examine epicardium. The phase estimate is almost independent of angle, even if the tissue speed through a 1-dimensional Doppler technology along the off direction of expansion of the ultrasound beam is estimated. The Calculation of the dot product of the speed with the Direction of the ultrasound beam with a unit vector a focal point within the cavity eliminates the Reflections in phase, which otherwise between upper and lower parts in the picture. Artifacts can be expected if the real speed vector ver almost perpendicular to the direction of the ultrasound beam running.
Die in der vorliegenden Erfindung beschriebene Phasenschät zung der regionalen Wandbewegung kann für jeden Punkt in der räumlichen Darstellung berechnet werden. Die so erzeugten Bilder bilden eine räumliche Darstellung der regionalen Wandbewegungsphase, die zum Beispiel mit denselben Techniken dargestellt werden kann, wie den im Zusammenhang mit den räumlichen Zeitverzögerungsbildern beschriebenen.The phase estimation described in the present invention The regional wall movement can be used for any point in the spatial representation can be calculated. The so generated Images form a spatial representation of the regional ones Wall movement phase, for example using the same techniques can be represented as in connection with the spatial time delay images described.
Während die vorliegende Erfindung unter bezug auf die bevor zugten Ausführungsformen dargestellt und beschrieben wurde, die zur Zeit als beste Möglichkeiten der Ausführung der Erfindung angesehen werden, ist klar, daß verschiedene Änderungen bei der Anpassung der Erfindung an verschiedene Aus führungsformen durchgeführt werden können, ohne den breite ren hier beschriebenen und in den folgenden Patentansprüchen enthaltenen Erfindungsbereich zu verlassen.While the present invention with reference to the before preferred embodiments has been shown and described, which are currently considered the best ways of executing the Invention viewed, it is clear that various changes when adapting the invention to different Aus leadership forms can be carried out without the broad ren described here and in the following claims to leave contained scope of invention.
Claims (39)
Erfassung einer Reihe von Ultraschalleinzelbildern, die einen räumlichen Bereich abdecken;
Berechnung von Gewebegeschwindigkeiten für alle Punkte innerhalb eines interessierenden räumlichen Bereichs auf der Grundlage der in den Ultraschalleinzelbildern ent haltenen Informationen;
Erzeugung von Geschwindigkeitsentwicklungen auf der Grundlage der berechneten Geschwindigkeiten in einem ausgewählten Zeitintervall, die mit jedem Punkt inner halb des interessierenden räumlichen Bereichs verbunden sind;
Herleitung charakteristischer Zeitinformationen aus den Geschwindigkeitsentwicklungen und
Darstellung der charakteristischen Zeitinformationen an den zugehörigen räumlichen Koordinaten auf einer Dar stellungseinheit.1. Procedure for the analysis and measurement of tissue speed variations, with the following steps:
Acquisition of a series of ultrasound individual images that cover a spatial area;
Calculating tissue velocities for all points within a spatial region of interest based on the information contained in the ultrasound individual images;
Generating speed developments based on the calculated speeds in a selected time interval associated with each point within the spatial region of interest;
Derivation of characteristic time information from the speed developments and
Representation of the characteristic time information at the associated spatial coordinates on a display unit.
Wiederholung des Vorgangs für eine Reihe von zeitlich versetzten Zeitintervallen und Darstellung der so ent standenen Bilder als Bildfolge.21. The method of claim 1, further comprising the step of:
Repeat the process for a series of staggered time intervals and display the resulting images as a sequence of images.
Erfassung einer Folge von Ultraschalleinzelbildern, die einen räumlichen Bereich abdecken;
Berechnung von Gewebegeschwindigkeiten für alle Punkte innerhalb eines interessierenden räumlichen Bereichs auf der Grundlage der in den Ultraschalleinzelbildern ent haltenen Informationen;
Vorsehen wenigstens eines gekrümmten anatomischen M-Modus-Polygons, das in Beziehung zu den Ultraschallein zelbildern derart positioniert ist, daß es nicht mit irgendeiner geraden Linie zusammenfällt;
Computerverarbeitung der Ultraschalleinzelbilder und der Gewebegeschwindigkeiten auf der Grundlage des wenigstens einen gekrümmten anatomischen M-Modus-Polygons, wodurch eine Interpolation entlang des wenigstens einen gekrümm ten M-Modus-Polygons unter Verwendung von aus den Gewe begeschwindigkeiten erhaltenen Werten durchgeführt wird und
Darstellung der so erhaltenen gekrümmten anatomischen M-Modus-Darstellung auf einer Abbildungseinheit.23. A method for generating curved anatomical M-mode representations in ultrasound examinations of the biological structures during the movement using an ultrasound transducer, with the following steps:
Acquisition of a sequence of ultrasound individual images that cover a spatial area;
Calculating tissue velocities for all points within a spatial region of interest based on the information contained in the ultrasound individual images;
Providing at least one curved anatomical M-mode polygon positioned in relation to the ultrasound images such that it does not coincide with any straight line;
Computer processing the ultrasound images and tissue velocities based on the at least one curved M-mode anatomical polygon, thereby performing interpolation along the at least one curved M-mode polygon using values obtained from the tissue velocities and
Representation of the curved anatomical M-mode representation thus obtained on an imaging unit.
Berechnung von Gewebegeschwindigkeiten für alle Punkte innerhalb eines interessierenden räumlichen Bereichs auf der Grundlage der in den Ultraschalleinzelbildern ent haltenen Informationen;
Vorsehen wenigstens eines frei gewählten Polygons, das in Beziehung zu den Ultraschalleinzelbildern positio niert ist;
Herleitung der Zeitentwicklung der Gewebegeschwindigkei ten für eine Anzahl von an dem Polygon verteilten Punk ten und
Berechnung einer Schätzung der Bewegungsphase für die Punkte auf der Grundlage der Zeitentwicklungen der Gewe begeschwindigkeiten.Acquisition of a series of ultrasound single images over a spatial area;
Calculating tissue velocities for all points within a spatial region of interest based on the information contained in the ultrasound individual images;
Providing at least one freely selected polygon which is positioned in relation to the ultrasound individual images;
Derivation of the time development of the tissue velocities for a number of points distributed on the polygon and
Calculate an estimate of the phase of motion for the points based on the time evolution of the tissue velocities.
Erfassung einer Reihe von Ultraschalleinzelbildern, die einen räumlichen Bereich abdecken;
Berechnung von Gewebegeschwindigkeiten für alle Punkte innerhalb eines interessierenden räumlichen Bereichs auf der Grundlage der in den Ultraschalleinzelbildern ent haltenen Informationen;
Herleitung der zeitlichen Entwicklung der Gewebege schwindigkeiten für jeden Punkt innerhalb des räumlichen Bereichs;
Berechnung eines geschätzten Werts der Bewegungsphase für die Punkte auf der Grundlage der zeitlichen Entwick lungen der Gewebegeschwindigkeiten und
Darstellung der so erhaltenen Phasenwerte als räumliches Bild.37. Method for calculating spatial regional phase images of wall movement in ultrasound examinations of the human heart using an ultrasound transducer, with the following steps:
Acquisition of a series of ultrasound individual images that cover a spatial area;
Calculating tissue velocities for all points within a spatial region of interest based on the information contained in the ultrasound individual images;
Derive the temporal development of the tissue velocities for each point within the spatial area;
Calculation of an estimated value of the movement phase for the points on the basis of the temporal developments of the tissue speeds and
Representation of the phase values obtained in this way as a spatial image.
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